JPH05504084A - フォトプレチスモグラフィー測定により脈拍数を分析するモニタ - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 フォトプレチスモグラフィー測定により脈拍数を分析するモニタ及びそのための 測定方法 技術分野 本発明は、光センサを備え、フォトプレチスモグラフィー（ＰＰＧ測定）技術を 用いて人体や動物の体の一部のような測定対象の血液循環を測定することにより 脈拍数を分析する機能を有する、請求項１の前提部分に記載されるようなモニタ 装置に関するものである。また、本発明はこのような測定を行う方法に関する。

背景技術 フォトブレチスモグラフィー技術（以下ＰＰＧ法と称する）は、当業者において ５０年以上前から知られており、技術的には抹消血液循環の測定に適用される。

この方法は、主として手術時に心拍数及び血液循環を測定するために用いられる 。この方法は、とり分け、侵襲的でなく、かつ患者に感知可能なほどの外傷を与 えるものでないことから、多くの長所を有する。さらに、この方法は、実施する に際して非常に高価な機器や複雑な設備装置を全く必要としない。

適当な光源からの光が皮膚に衝突すると、光はその衝突した組織の性質によって 弱まったり、減衰する。この光の減衰は常に一定であると考えられる。また、光 は多数の血管を通過し、血管中の血液によって減衰する。光は、吸収、反射及び 様々な形の散乱のような多くの複雑な過程の結果として減衰する。ＰＰＧ法は、 調べる対象の容積中に存在する血液の量が多ければ多いほど、光の減衰が大きく なるという考え方に基づいている。その結果、ＰＰＧ法では、分析の対象として ２つの信号成分、すなわち調べる容積中の全血液量に相当するＤＣ（直流）成分 と血液流の脈動を示すＡＣ（交流）成分とが得られる。

前記の現象を研究するためには、光源、光検出器、増幅エレクトロニクス、及び 例えばオシロスコープまたはプリンタのような出力装置を眉いる必要がある。

例えば、光源と光検出器とを血液循環を測定しようとする対象の両側にそれぞれ 置き、その結果帯られる透過光を光検出器によって測定する。この技術は、透過 フォトブレチスモグラフィー法と呼ばれることがあり、指、耳たぶ、つま先のよ うないくつかの皮膚表面だけにしか適用することができない。

より一般的な方法では、光源と光検出器とを共に同じプローブ内に配置し、反射 光を測定する。この技術は、反射フオトプレスチモグラフィー法として知られて おり、圧倒的に多く用いられている。ＰＰＧ信号の脈動成分即ち交流成分は、従 来から各心拍における血液量（容積）の変化で発生すると長い間考えられている 。血液量が多ければ多いほど、光検出器に入る光は少なくなる。

しかしながら、このことが全く正しいわけではないことは明らかである。試験は 、血液が硬質のガラス管中で脈動できるようにして、容積変化が不可能で、流量 のみが脈動するような条件下で行われていた。この場合にも、脈動するＰＰＧ信 号が得られるが、これは各心拍中に変化する赤血球の向きの変化を検出すること によって説明することができる。

要するに、交流成分が発生することについては、血液量の変化と赤血球の配向と いう２つの理由がある。

典型的なＰＰＧ信号は、時間平面内において心拍と同じ周期性を持つ血圧曲線の 形状を示す。また、この信号は多くの低周波を含む。

本発明は、これらの低周波が交感神経系及び呼吸によって生じる血液流の変化の 結果として発生するという知見に基づくものであるが、この知見は、息を吸い込 む時、即ち吸息時に胸腔内圧力が下がるという周知の事実に基づいている。この 圧力低下は、心房及び心室に静脈血を「吸い込む」ために利用される。

本発明は、これを出発点として、この圧力低下が静脈叢の血液流に変化を起こさ せると仮定すると共に、この変化を検出することがＰＰＧ法を用いて、特に静脈 叢における測定を可能にする技術を用いることによって、可能なはずであると仮 定している。

交感神経系における神経信号も血液流に影響を及ぼす。

血管の周囲の平滑筋は、呼吸数に近い周波数で脈動する。

この脈動は、その研究書違の名Ｔｒａｕｂｅ−Ｈｅｒｉｎｇにちなんで通常Ｔｒ ａｕｂｅ−Ｈｅｒｉｎｇの波と呼ばれる。これよりさらに低い周波数の波も見ら れ、通常Ｍ　ａ　ｙ　ｅ　ｒの波と呼ばれている。

また、血液は、いわゆる動静脈吻合においても脈動して体温を制御している。こ れは通常約０．３Ｈｚの周波数を持ち、Ｂｕｒｔｏｎ波と呼ばれる。

発明の開示 本発明は、前述の知見に基づき、また本発明の根拠となる理論に従って構成され た装置を用いて行った測定及び分析に基づくものである。

血液循環を測定するためになされた本発明の監視装置は、請求の範囲の請求項１ の前提部に記載した種類の装置であり、同請求項の特徴部分に記載した特徴を有 する。

以下に簡単に説明する本発明の基礎をなす徹底した実験の結果、呼吸がＰＰＧ信 号の全体的な成分をなす低周波成分の原因であるということが確認された。

実施された一連の実験によって、実験で抽出された信号は、プローブが身体のど こに設置するかに実質的に拘りなく、観測できることが分かった。これによって 、抽出されたＰＰＧ信号が呼吸によって引き起こされる血圧の変化を表し、これ と共に試験の対象を流れる血液流の変化を表す測定値であるという結論が得られ る。

本発明のモニタ装置は、人間の医療施設にあって一般的な用途に用いられるもの と期待される。集中治療室の患者、麻酔状態または手術後の状態にある患者の場 合は、心拍数及び呼吸数を監視することが重要である。これら２つの生理学的変 数が分かつていれば、医師または看護婦は患者の全般的状況を良く把握すること ができる。麻酔状態下におけるこれらの変数を監視することによって、麻酔の深 さを評価することが容易になる。

とりわけ、本発明によって、多くの場合に扱いが全く面倒で、複雑な上に信頼性 に欠けるような従来用いられていた呼吸数監視方法及び装置に付随する重大な欠 点が解消される。

幼児治療の場合、一般に集中治療を受けている成人の場合よりも呼吸パラメータ を監視することが重要である。

この点に関して、本発明のモニタ装置は、これまで最も多く使われてきた技術、 すなわち皮膚の表面にＥＣＧ（脳波）電極を取り付けて行うインピーダンス・ブ レチスモグラフィー法と比較して、これらの電極（通常３個）が胸部の比較的大 きい面積を占めるとことから、優れている。Ｘ線検査を行うことが必要な場合、 これらの電極はＸ線を透過しないから取り外さなければならない。

さらに、周囲の電気器具からの光による外乱が、関連する入力増幅器に接続され たＥＣＧケーブルに誘導される。これらの信号ケーブルは、誘導結合され、且つ 容量結合されている。手術時には、シアチルミーの外科的適用のためにＥＣＧ記 録を行うこと、及び長時間に亘って心拍数を測定することが不可能である。

ＥＣＧ電極及びこれと共に使用される軟膏は皮膚に炎症を引き起こし、特に監視 が長時間に及ぶ場合、及び特には皮膚が非常に柔らかくて敏感な幼児の場合には 炎症がひどくなる。電極及びこれに接続されたリード線またはケーブルも子供の 運動能力を制限する。

本発明は、上記の点に関連して直接的に重要な利点を有すると共に、間接的には 呼吸数の測定方法に関連して利点が得られる。

例えば、本発明の監視装置は、使用や取り扱いが容易であり、皮膚への電極の長 期使用に付随する上記のような問題がなく、シアチルミーを行う手術の際にも妨 害がなく、センサの取り付けに関する自由度が大きいなどである。例えば、セン サを備えたプローブは、他の検査を行っている胸部領域から離れた指あるいはつ ま先に取り付けることができる。さらに、センサ素子は、例えばＸ線検査を全く 妨害することがないように非常に小さくすることができる。

さらに、本発明のモニタ装置が有する別の非常に重要な利点は、例えばパルスオ キシメトリー（ｐｕｌｓｏｘｙｍｅ　ｔ　ｒｙ）や細動除去器のように、心拍数 と呼吸数が重要なパラメータであるような種類の多くの異なる医療機器と統合で きるということである。

患者の金体上で直接測定を行うことを可能にするためには、少なくとも１つまた は複数のフィルタをモニタ装置に備えることが必要である。しかしながら、これ によって、信号がはっきりした変化を示すことがあるために、限界周波数を選択 することが困難になる。

従って、本発明の好適な一実施例のモニタ装置は、少なくとも１つまたは２つ以 上のフィルタ、好ましくはディジタルフィルタを備え、これらのフィルタが限界 周波数及び増幅度を設定するための手段を有するという特徴を有する。この種類 のフィルタは、好適には、さらに限界周波数の選択及び設定のために信号の周波 数成分を電子的に検出するための手段を備える装置に組み込まれると好都合であ る。

本発明のモニタ装置の別の実施例によれば、前記フィルタは適応フィルタであり 、フィルタ特性を最適化するように、最も多く観測される有効な心拍数及び／ま たは呼吸数に適応するように構成されている。

さらに、本発明のモニタ装置は、好ましくないエネルギー損失を招くことなく、 ＰＰＧ信号の低周波成分を自動的に平滑化するようＰＰＧ信号を直流補償するた めの手段を備える。

特に実際の使用に於いて好適な本発明の一実施例の場合、前記モニタ装置は、例 えば指のような身体の適当な部分に配置することを目的とし、前記身体部分に光 を送るための手段と、及び前記身体部分を透過した光または前記身体部分で反射 された光を検出装置へ送るために捕捉する手段を含むプローブを有する。このモ ニタ装置は、プローブに接続され、光源から皮膚へ、また皮膚から検出装置へそ れぞれ光を伝達する機能を有する光ファイバを特徴とする特 前記のモニタ装置においては、光ファイバを通して皮膚へまたは皮膚から光を送 ることによって、電磁妨害または干渉に非常に強いシステムが得られるが、これ は医療の分野においては極めて重要な特徴である。特に、この特徴によれば、シ アチルミーを用いる手術の際に心拍数及び呼吸数を記録することが可能となる。

手術時に妨害の作用を受けないこの種の装置は、当技術分野において非常に重要 な進歩を印すものである。

本発明のモニタ装置は、好ましくは、フーリエ変換の計算を行うようにプログラ ムされ、かつ／またはディジタルフィルタリングによって測定対象の心拍数及び 呼吸数に関係する信号を分離するようにプログラムされ、かつ／または例えば周 波数５０Ｈｚの迷光から生じる妨害を除去するようにプログラムされたマイクロ プロセッサを備える。

マイクロプロセッサ技術を用いて得られる更に別の可能性は、前記測定方法にパ ルスオキシメトリーによるＳａ○２測定を組み合わせることである。

また、本発明は、フォトブレチスモグラフイー測定プロセスを実施する方法に関 し、この方法は、主として請求の範囲の請求項９に記載した特徴を有する。

実験内容の開示 上記の理論、すなわちその主な信号成分が検査対象の心拍数を表すＰＰＧ信号か ら前記検査対象の呼吸数を表す信号成分を分離することも可能であるという理論 を科学的に裏付けるために、簡単なフォトブレチスモグラフ即ち光血量計を組み 立てた。４個の異なる測定プローブを各々フォトプレチスモグラフに取り付け、 これらのプローブにはいずれも光源として発光ダイオードを用いた。

１個のプローブは使用した波長が８７５ｎｍ（ナノメートル）であり、他の２個 のプローブは波長が９４０ｎｍで、残りの１個が波長が９５０ｎｍであった。こ れらのプローブは全て反射光測定型であった。このフォトプレチスモグラフは、 周波数範囲０．　２〜１０Ｈｚまたは０゜２〜２０Ｈｚで使用した。

フォトプレチスモグラフを使用して、犬、猫、３５歳の成人男子及び保育器に入 れられた幼児の血液循環を測定した。フォトプレチスモグラフ信号中の呼吸数及 び心拍数の両方を示すために、成人及び幼児の心拍数及び呼吸数を他の方法を月 いて別々に記録した。この実験に使用した動物の場合、呼吸数だけを別個に記録 した。これらの測定値を測定データ分析における基準信号として使用した。測定 結果は全て測定用テープレコーダに記録した。

測定データは、一方では時間平面で分析して、フォトプレチスモグラフ信号中の ２つの信号成分をフィルタで取り出し、他方では周波数平面で分析して、パワー スペクトルを計算した。また、フォトプレチスモグラフ信号及び基準信号の相互 相関関数を計算した。これらの分析結果から次の結論を導き出すことができる。

この装置は、成人の場合には良好に機能する。心拍数と呼吸数はフィルタ技術に よって分離することができる。

心拍数が主信号成分である。２つの信号成分はパワースペクトルにはっきり現れ 、相互相関関数は基準信号との相関を示している。

人工呼吸装置内の幼児の場合は、呼吸が全く主信号成分となる。幼児の場合にこ れら２つの信号成分をフィルタで取り出すことは、成人の場合に比較してやや困 難である。これらの２つの周波数はパワースペクトルにはっきり現れるが、スペ クトルでは完全に呼吸の周波数（呼吸数）が卓越している。相関関数は基準信号 との相関を示す。

動物の場合は、呼吸数が主信号成分である。高周波成分をフィルタで取り出すこ とができるが、この成分が心拍数であるとは保証することができない。パワース ペクトルは、その原因を容易に確認することができない多くのピークまたはスパ イクをもった幅広い帯域を有する。

相互相関関数は、相関を確認することができる呼吸についてのみ構成した。

図面の簡単な説明 以下、本発明に基いて実施したこれらの実験について、添付図面を参照しつつ詳 細に説明する。

図１は、実験で使用した測定エレクトロニクス装置の原理的構成を示す概略ブロ ック図である。

図２及び図３は、これら一連の実験で使用した測定プローブの概略図である。

図４及び図５は、構成部品に参照符号を付して示す回路図である。

図６は、光ファイバを用いると共に、測定対象の１本の指にプローブを取り付け て行う透過率測定の原理を示す。

発明を実施するための最良の形態 光源として赤外発光ダイオードを使用した。発光ダイオードは小形で、機械的に 外乱の作用を受けず、ダイオード電流に比例した発光強度を示す。ＰＰＧ信号の 交流成分は微弱で、大きく増幅しなければならない。高い信号レベルを得るため には、光の強度を高くすべきである。

これは、発光ダイオードを高電流でパルス駆動することにより達成される。これ によって、連続光の場合よりもはるかに高いダイオード電流を用いることが可能 となる。

このようなパルス光を使用する結果、時間連続型信号の時間離散型測定を行うこ とになる。

サンプリング定理によれば、連続信号を再生するためには、パルス周波数を前記 信号の周波数成分の２倍にすることが必要である。この周波数成分は２０Ｈｚ以 下と考えてよいであろう。パルス周波数としては、サンプリング定理を十二分に 満足する１ｋＨｚを選択した。ダイオード発光時間は４０μｓで、サンプリング 周期１ｍｓの一部分であった。発光時間が消光時間に比べて非常に短いため、発 光ダイオードを破壊することなく非常に高いダイオード電流を使用することが可 能である。

連続的な測定応答を得るために、サンプルアンドホールド回路を用いて逐次性わ れる各測定プロセス間の測定値を一定に保った。ダイオードがその最大発光強度 にある時に測定値が必ず得られるようにするために、発光ダイオードが消える前 にサンプルアンドホールド回路を閉じる（これによって測定値を保持する）。

サンプルアンドホールド回路からの信号は、ローパスフィルタに通すことによっ て等化される。

測定エレクトロニクス装置のぶ理的構成は、図１に示されている。以下、図１の 各部を図４の回路図を参照しつつ説明する。

測定プローブ これらの実験においては、Ａ〜Ｄで示す４個の異なる測定プローブを使用した。

これらの測定プローブは、全てＵｎｉｔｅｄＤｅｔｅｃｔｏｒＴｅｃｈｎｏｌ。

ｇｙ社製のモデル５−４Ｃという型名の発光ダイオードよりなる検出器を備えて いた。

次の３個の異なる発光ダイオードを使用した。

プローブ　波長　光出力 Ａ　フィリップス　ＣＱＹ５８　８７５ｎｍ　０．５ｍＷＢ、Ｃテレフンケン　 ＴＳＵＳ５４００　９５０ｎｍ　１５　ｍＷ（Ｐｈｉ　ｌ　ｉ　ｐｓ　ＣＱＹ９ ９に相当）Ｄ　ヒユーレットパラカードＨＥＭＴＩＯ○１　９４０ｎｍ　２．５ ｍＷここで、光は比較的広帯域の光であり、その波長値は最大強度のものである ということに注意すべきである。

光出力値は、半球内に放射される全光エネルギーであり、）（ＥＭＴ　１００１ の場合は既存のデータシートから推定した。また、発光ダイオードは、光を様々 に放散するということにも留意すべきである。

図２に示すように、測定プローブはアクリルチューブ４を有し、発光ダイオード １と発光ダイオードの形態をなす検出器２とがエポキシ樹脂５に埋設されまたは 一体に成形されている。アクリルチューブ４は直径が８ｍｍで、直径１２ｍｍの 管３で囲繞されている。

図３に示すプローブは、検出器２が検出面に関して傾斜しているという点におい て図２に示すプローブと異なる。

各プローブには、下記の発光ダイオードを用いた。

プローブＡは、発光ダイオードＣＱＹ５８を使用、プローブＢ及びＣは、発光ダ イオードＨＥＭＴ１００Ｉを使用、 プローブＤは、発光ダイオードＴＳＵＳ　５４００を使用。

プローブＡ及びＤは、図２に示すプローブＢと同様に構成した。

プローブと電子装置とを接続するケーブルには、Ｔｅｌｋｏ社によりＰｉｃｋ− ｕｐｔｒａｄ　ＰＵ４０２という商品名で販売されている非常に薄い遮蔽した４ 芯フレキシブルケーブルを用いた。

パルスエレクトロニクス装置 これらの実験で使用したパルスエレクトロニクス装置は、第１に発光ダイオード を駆動すること、及び第２に制御信号をサンプルアンドホールド回路に供給する という２つの機能を有する。このパルスエレクトロニクス回路の基本的構成要素 は、周波数１ｋＨｚの方形波を発生する双安定フリップフロップである。このフ リップフロップは、２つのＮＡＮＤゲート（図４の回路図におけるＩＣＩＡ及び ＩＢ）及びバッファ回路（ＩＣ２）を中心として形成される。このクロック（方 形波）周波数はＲ２と０１の積に比例する。外乱高周波を除去するために、コン デンサＣ２４が必要である。

制御パルスは、方形波のエツジによって立ち上がりエツジがトリガーされる単安 定フリップフロップ（ＩＣ３）によって発生する。

この単安定フリップフロップが「ハイ」に維持される時間は、発光ダイオード（ ＬＥＤ）についてはＲ３とＣ２との積によって決まり、サンプルアンドホールド 回路についてはＲ４とＣ３の積によって決まる。

発光ダイオードには、ダーリントントランジスタ（図４のＴＩ）を中心に形成さ れたトランジスタ段を介して電流が供給される。ダーリントントランジスタは、 実際には直列に接続された２つのトランジスタよりなり、非常に高い電流増幅率 を持つという好ましい性質がある。

このトランジスタのコレクタとエミッタとの間の電圧降下は、約１．４ｖであっ た。

発光ダイオード制御パルスは、パルス値がハイの時にトランジスタが最小導通と なり、パルス値がローの時に全導通となるような値の抵抗（Ｒ５）を介してトラ ンジスタのベースに接続した。

高コレゲタ電流と高い光強度が得られるように、使用した前記装置のフロントパ ネル上のスイッチによって抵抗Ｒ４１をコレクタ抵抗Ｒ６と並列に結合した。コ レクタ電流は、スイッチが「ロー」の位置では１３０ｍＡ、「ハイ」の位置では １８０ｍＡであった。

電流−電圧変換器 測定プローブの発光ダイオードは、＋２．５Ｖで逆方向にバイアスした。このバ イアス電圧は、精密レギュレータであって電圧を安定した状態に保つＩＣＩ　ｌ によって得た。このようにして検出器の線形応答が確保された。

その結果、検出した光強度に比例する逆電流が、発光ダイオードから得られた。

この電流を、演算増幅器（ＩＣ４）を中心に構成された電流−電圧変換器によっ て電圧に変換した。

ここで、電流−電圧変換器が反転型回路であるということに留意すべきである。

サンプルアンドホールド回路（ＩＣ５）この回路は、各測定プロセスと次の測定 プロセスの間で、時間離散型測定値を一定に保つ機能を発揮した。しかしながら 、サンプルアンドホールド回路は、制御論理回路からのスパイクの形態をなす外 乱が測定値へリークするという欠点を有する。　この欠点は、弱い交流成分に関 して特に顕著である。この妨害を低減するために、制御信号の振幅を抵抗Ｒ３９ 及びＲ４０によって約２ｖに縮小した。この回路に、１．　ＯμＦの保持コンデ ンサＣ１５を接続した。また、このコンデンサは妨害スパイクを減衰させるのに 役立った。

２００Ｈｚローパスフイルタ 第１のローパスフィルタの目的は、サンプルアンドホールド回路から生じる妨害 スパイクを除去することであった。このフィルタは、４次のアクティブ（能動） チェビシェフフィルタの後に受動ＲＣリンクを接続したものであった。このフィ ルタは、通過帯域において０．５ｄＢのリップルを許容し、カットオフ周波数が ２００Ｈｚとなるように設計された。また、このフィルタは、２つのカスケード 接続された演算増幅器（ＩＣ６Ａ及びＩＣ６Ｂ）と、Ｒ１６及びＣ９からなるＲ Ｃリンクとを中心として構成された。

０．１Ｈｚバイパスフイルタ バイパスフィルタによって直流成分を除去し、これによって交流成分が増幅でき るようにした。フィルタは、演算増幅器（ＩＣ７）を中心に構成された２次のア クティブ・チェビシェフフィルタであった。このフィルタは、通過帯域において ０．５ｄＢのリップルを許容し、０１ｌＨｚのカットオフ周波数を有するように 設計された。

１〜５００倍増幅 増幅器は、オフセット補償された演算増幅器（ＩＣＩＯ）を中心に構成された非 反転型増幅器であった。増幅率は、前記フロントパネル上に設けたポテンシオメ ータを用いて変化させた。

５０Ｈｚ及び１００Ｈｚノツチフィルタ弱い交流成分は基本周波数５０Ｈｚによ って大きく妨害され、また１００Ｈｚの電灯や蛍光管からの妨害による影響を受 けた。これらの妨害は、２個つのカスケード接続されたノツチフィルタで除去し た。これらのノツチフィルタは、２個の演算増幅器（５０Ｈｚ用のＩＣ８Ａと１ ００Ｈｚ用のＩＣ８Ｂ）を中心に構成した。前記フィルタは、正確に所望の周波 数が分離されるように、５０ＨｚフイルタについてはポテンシオメータＲ２９に よって、１００ＨｚフイルタについてはＲ３０によって、周波数方向を調節する ことができた。

１０倍増幅 信号は、演算増幅器（ＩＣ９Ａ）を中心に構成された非反転型増幅器によって、 さらに１０倍に増幅した。

２０Ｈｚローパスフイルタ 信号は、２０Ｈｚのカットオフ周波数を有する３次のアクティブ・チェビシェフ フィルタを通過させた。この構成によって、通過帯域において０．３ｄＢのリッ プルを許容した。このフィルタは、演算増幅器（ＩＣ９Ｂ）を中心に構成した。

出力信号は、前記フロントパネル上に配置された「出力２０ＨｚＪと表示された ＢＮＣスイッチに結合させた。

１０Ｈｚローパスフイルタ 信号は、最後に、上記と同じ種類でカットオフ周波数が１０Ｈｚのローパスフィ ルタを通過させた。信号は、フロントパネル上に配置された「出力１０ＨｚＪ　 と表示されたＢＮＣスイッチに結合させた。

ネット部分 測定エレクトロニクス装置は、ディジタルパルス部と、アナログ増幅及びフィル タ部とで構成した。ディジタル技術をアナログ技術と併用する際に起こり易い１ つの問題は、ディジタル側からアナログ側へスパイクの形の妨害が発生するとい うことである。この妨害は、これら２つの各部にそれぞれ別個の電源電圧を用い ることによって低減することができる。そこで、各々１２Ｖの２次電圧を発生す る２個の２次巻線を有する変圧器を中心に、内蔵式電源装置を構成した。この交 流電圧は、整流ブリッジ、平滑コンデンサ、妨害除去コンデンサ及び集積レギュ レータを用いて、±５Ｖに整流した。ここで、特に重要なのは、プローブの発光 ダイオードを１００ｍＡと２００ｍＡの間の電流で駆動したということである。

その結果、ディジタル用の±５ｖ側へより多くの電流を供給することが可能なよ り強力なレギュレータを使用した（図５の回路図参照）。

プローブの光強度 種々のプローブ間の相互光強度関係を推定するために、次の測定プロセスを実行 した。

プローブを接続し、かつ光度計をプローブに直接押し当てた。プローブの光度を 光度計で観測した。この測定値はすべての光を総合した測定値であり、ダイオー ドが点灯した時の光強度ではないということに注意すべきである。測定値を次表 に示す。

Ｂ　１５．２μＷ　１９．０μＷ Ｃ１８，４μＷ　２２．７μＷ Ｄ　３２，１μＷ　３８．７μＷ プローブＤは、系が自励発振するので、実際に測定を行うためには使用できない ことが判明した。この問題は修正しなかった。プローブＢ及びＣは、プローブＡ に比べてより良好な結果が得られるということが確認されたが、これはおそらく 、発生した光の波長がより長いためであると考えられる（プローブＡについて８ ７５　ｎｍ、プローブＢ及びＣについて９５０ｎｍ、プローブＤについて９４０ ｎｍである）。

測定及び結果 ＰＰＧ信号をテープに記録することによって、自動測定プロセスを行った。呼吸 数も同時にテープに記録した人間について血液循環を測定する場合は、心拍数も 測定したが、その測定は他の方法によった。これらの信号はＰＰＧ信号の２つの 信号成分のための基準信号として使用した。

測定は、３つの異なる対象グループ、すなわち動物、保育器に入れた幼児及び３ ５才の成人男子について行った。

採取した測定値から選択したほんの一部を以下に示すこの選択は、ランダムな選 択でもなければ、代表的選択によるものでもない。むしろ、技術を評価する上に おいて重要であると考えられた測定値の一例である。以下、これらの測定プロセ スから結論を得るための試みについて説明する。

測定装置 上述のＰＰＧ装置に加えて、水銀を充填して測定ブリッジに接続した薄いゴムホ ースからなるひずみセンサの形態をなすひずみゲージ装置を用いて、動物及び成 人の呼吸数を測定した。成人の心拍数はレーザドツプラー装置を用いて測定した 。レーザドツプラー装置を使用した時、呼吸数をレーザドツプラー信号において 追跡できるかどうかを確認するために、小さな実験を併せて行った。

実験に使用した動物については、心拍数を別個に測定しなかった。幼児の場合、 心拍数はＥＣＧで測定し、呼吸数はインピーダンス・プレチスモグラフ（血量計 ）にょ法°　って測定した。

セ　測定した信号は測定テープレコーダに直結し、そこがよ・　らオシロスコー プに接続して、実際の測定プロセス中に迦 実際の測定プロセス中には、測定データの処理を全くフ　行わなかった。その代 わりに、データ処理は全てテープに記録した信号について行った。測定データは 、３つの異なる処理法、すなわち、フィルタリング（ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ）、 （フーリエ解析及び相互相関により処理した。

フィルタリング（ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ）ＰＰＧ信号は、異なる形式のフィルタ 、限界周波数及び増幅率を設定することが可能なアクティブ・フィルタ・システ ムに結合した。これにより、異なる周波数成分を分離し、それぞれの基準信号と 比較することが可能となった。前記２つの信号は同時にプリンタに出力された。

フーリエ解析 信号は、信号処理プログラムＡＳＹＳＴＡＮＴを用いてＥｒ１ｃｓｓｏｎ　ＰＣ 上で処理した。ＰＰＧ信号及び基準信号のパワースペクトルを計算し、かつ引き 続いて、周波数平面において比較を行った。

相互相関 相互相関関数は、ある信号の周期性が他の信号において見られるかどうかを確認 するための良い方法である。

例えば、呼吸周期がＰＰＧ信号中に見られるという仮定の裏付けがあるかどうか を確認することができる。

相互相関関数Ｃ（ｋ）は、前記コンピュータによって次式に基いて計算すること ができる。

Ｎ−１−ｌ　ｋ　Ｉ Ｃ（ｋ）＝１／ＮΣＸ　（ｎ）　Ｙ　（ｎ＋　ｌ　ｋ　１）ｎ＝０ ここで、Ｎは測定点の数であり、ｋは信号間のずれであり、Ｘ（ｎ、）は一方の 信号であり、Ｙ　（ｎ）他方の信号を表す。ここで、コンピュータは、サンプリ ングした信号について処理するということに注意すべきである。

このように、相互相関関数は、前記一方の信号が他方の信号の上で「滑る」とい うことができるたたみ込み関数の形になっている。例えば、ここで一方の信号が ＰＰＧ信号であり、他方の信号がひずみゲージで測定した呼吸信号であると仮定 する。呼吸数がＰＰＧ信号中に見られる場合には、呼吸関数と同じ周期性を有す る周期的な相互相関関数が得られる。さらに、この場合は、これらの関数は対称 関数であり、前記信号間に時間のずれがない場合には、信号が互いに重なり合い 、全ての値が互いに加算方向に作用することから、ｋに対するこれらの関数の最 大の振幅はＯに等しくなる。

成人男子についての測定 これらの測定を行っている時、ＰＰＧプローブホルダーを患者の皮膚にテープで 確実に固定した。ひずみゲージセンサは胸部上に固定した。また、レーザドツプ ラープローブを両面接着テープによって固定した。測定対象は、測定プロセスの 全過程の間ベッドに寝かせた。いくつかの測定プロセスを実行した。指、胸部及 び前＄１部上における血液循環の測定結果は、以下の通りである。

指上における血液循環の測定 指先は、ＰＰＧ法を用いて血液循環を測定するのに非常に良い部位である。信号 は強く、各心拍毎に明確なピークまたはスパイクを呈する。この測定プロセスを 行う前に出された疑問は、呼吸数を検出することも可能であろうかどうかという ことであった。この測定プロセスでは、ＰＰＧプローブＣ及びローの光強度を使 用した。

時間平面における研究の結果は、ＰＰＧ信号が明瞭な心拍信号のピークを示すこ とを示している７周期的な低周波の変化も認められた。心拍間の振幅変化は、約 ＩＶであり、最大振幅変化は約３ｖに達した。測定によって得られた２つの波形 図でスパイクまたはピークを計数したところ、両方の場合とも１分間に５４個の パルスが得られた。

次の一連の試験においては、ＰＰＧ信号を０．５Ｈｚの限界周波数を有するバイ パスフィルタでフィルタリングした。この時低周波の変化がフィルタにより分離 された。

次に、ＰＰＧ信号を０．５Ｈｚの限界周波数を有するローパスフィルタに通した 。呼吸信号を基準信号とじて用いた。これらの信号間には良好な一致が見られた 。ＰＰＧ信号の振幅変化は約３ｖであった６　ピークまたはスパイクを計数した ところ、１分間に１５回の呼吸数が得られた。

次の一連の試験においては、ＰＰＧ信号を０．５Ｈｚの限界周波数を有するロー パスフィルタに通し、かつ測定対象に息を止めるように要請した。この時、ＰＰ Ｇ信号の変化が小さくなるのが認められ、ｌｖより小さくなった。

周波数分析 測定対象は測定プロセスの全体を通じて安静な状態にあったことから、信号は長 時間に亘って定常的であったと仮定することができる。そこで、周波数分析は、 ５０秒より僅かに長い測定間隔（１０２４回）で行った。ＰＰＧ信号のパワース ペクトルと呼吸信号及びレーザドツプラー信号のパワースペクトルとを分析した ところ、ＰＰＧ信号には、呼吸ピーク及び心拍数ピークと合致する２つの周波数 ピークが含まれることが判明した。

相互相関 異なる前記測定方法間の相互相関関数を２５秒間隔で計算した。その結果、ＰＰ Ｇ信号が呼吸及びレーザドツプラー測定値と十分な相関を有することが明らかに なった。一方、レーザドツプラー信号は、呼吸信号との相関は特に見られなかっ た。このように、レーザドツプラー法は呼吸数の測定には適していない。

結論 指先は、ＰＰＧ法を行うのに優れた部位である。使用した装置によって呼吸数と 心拍数を共に測定することが第３肋間隙にプローブを取り付けて、同様の一連の 試験を行った。この場合には、プローブＡを光強度をローにして使用した。

結論 この試験は、胸部も同様に本発明の方法により測定を行うのに実行可能な部位で あることが示している。胸郭の運動が信号に反映した可能性はある。

前額部測定 成人について行ったの最後の測定プロセスは、測定対象の前額部にプローブを取 り付けて行った一連の試験よりなる。この場合は、プローブＣを光強度をローに して使用した。前額部は、応答が非常に弱いので、ＰＰＧ法を用いて測定を行う のに良い部位ではないことが確認された。一方、前額部は、血管運動と呼ばれる 頭部中の血液流の低周波変化が現れる部位である。この変化をレーザドツプラー 法によって検出することは可能である。この試験は、この変化がＰＰＧ法によっ て認識できるかどうか、または、測定されているのが呼吸かどうかを確認するた めのものであった。

測定結果、主として相互相関関数の周波数分析によって、ＰＰＧ信号が呼吸数及 び心拍数の双方を含むことがはっきり示された。しかしながら、このことは時間 平面でははっきり見られず、それはおそらく前額部が測定プロセスを行うのに良 い部位ではないためであると思われる。また、周波数スペクトルから明らかなよ うに、レーザドツプラー信号にも低周波成分が含まれていた。これは、おそらく 血管運動に起因するものであろう。また、この変化がＰＰＧ信号中に現れること も可能である。

保育器中の幼児の血液循環測定 幼児の血液循環を測定している際、呼吸成分は明確に卓越しているが、成人の場 合のように心拍数は卓越していないということが分かった。これは、幼児の胸部 形状が、息を吸い込むときにより明確な胸腔内圧力の低下が生じるという事実に よって説明することができる。さらに、幼児の心拍数は成人のそれよりはるかに 高く、１分間２００にも達する。呼吸数も成人より高く、１分間ｌＯｏ回に達す る。幼児を心拍数及び呼吸について連続的に監視し、心拍数はＥＣＧにより、ま た呼吸はインピーダンスブレチスモグラフィーによってそれぞれ記録した。

これら両方の測定プロセスには、同じ電極を使用した。

２つの測定信号は、ＰＰＧ信号と同時にテープに記録した。合計３人の幼児の血 液循環を測定した。

結論 実施した一連の試験結果は、幼児の場合には呼吸数が主信号成分であるとはいえ 、本発明が幼児についても適用可能であることが確認された。両信号成分をフィ ルタで分離することは、強い呼吸数を大きく抑える必要があるので、はるかに困 難である。呼吸数を抑えることを可能にするために、バイパスフィルタについて 選択された限界周波数を心拍数に近くした。心拍数信号が非常に弱く、かつさら に増幅する必要があったことの理由については、測定プロセスが胸部で行われた こと、及び胸郭の運動が明らかに呼吸信号成分を強める方向に作用したという事 実によって説明することができる。

追加の測定プロセス 同様の一連の測定プロセスを、うつ伏せに寝かせた幼児の背骨にプローブを固定 した場合、及び前記幼児の足の裏に固定した場合について行った。その結果は、 胸部と足の裏のように大きく離れた部位で血液循環を測定した場合であっても、 呼吸数が卓越した成分であることを示した。しかしながら、足の裏で血液循環を 測定した時に得られたＰＰＧ信号の振幅は、他の測定プロセスにおいて得られた 振幅よりも小さいものであった。

動物の血液循環測定 １０匹の犬と２匹の猫の血液循環を測定した。全ての動物は、付随する外科的処 置を行う前に全身麻酔または局部麻酔を施した。動物の多くは、腹部の毛を剃り 落とされ、その場合には毛を剃り落とした部分の皮膚においてで血液循環を測定 した。プローブホルダーは、測定対象動物にしっかりと巻回したゴムベルトに取 り付けた。

呼吸はひずみゲージ装置を用いて記録した。心拍数を別個に測定しなかった。

動物について得た測定データを分析することは、人間について得た測定データの 場合よりも困難であった。信号の品質も人間の場合より劣悪であった。幼児の血 液循環測定の場合と同様に、呼吸数が信号の卓越成分であることが判明した。種 々の犬によって得た測定結果は、それぞれ根本的に異なるものであった。得られ た結果に成るパターンを確立することは困難であった。また、２つの信号成分を フィルタで分離することも困難であった。

心拍数は特に検出が困難であった。心拍数基準信号を必要とする場合が多くあっ た。また、周波数分析によっても明確な結果は得られなかった。スペクトルには 、原因を確定するのが困難な多くのピークが含まれていた。このような不確定性 の原因は、主に高調波にあると思われる。また、犬は、とりわけ心拍数が呼吸に よって影響されるので、常に心拍数が一定不変であるとは限らない。

その結果、信号が時間の長さに拘らず全く定常的でなく、そのために周波数分析 が困難である。

測定結果の評価 実施した一連の試験結果は、本発明により構成された装置を用いて成人及び幼児 の呼吸数及び心拍数を検出することが十分に可能であることを示している。動物 の血液循環の測定に関しては、結果が比較的疑わしいものである。しかしながら 、いくつかの測定プロセスでは肯定的な傾向もみられ、動物の血液循環を測定す ることもおそらく可能であるが、この場合には信号品質を改善することが必要で ある。

測定結果を定量化する試み 次の表は、上記のように実施した測定プロセスを要約したものであり、処理した 信号及び計算した信号パラメータについての測定の質を定量化しようという試み を表したものである。この評価は客観的なものであり、表中に示す数値は大体法 のような意味を有する。

３：　非常に良好で明確な信号または信号パラメータ。

成る種の形態の電子的検出プロセスについては十分であると考えられる。

２：　人間の目に対して比較的明確な信号または信号パラメータ、ただし、処理 しない限り電子的検出プロセスには適しない。

１：　非常に不明確な信号または信号パラメータ。訓練された目であれば識別可 能である。電子的検出プロセスには不適。

０：　求める信号成分を信号または信号パラメータ中に識別できない。

一：　測定プロセスが実行されなかった。

各測定プロセスについて行った評価の平均値が表中に示されている。この測定は 全く精密なものでなく、実施した評価について一般的な考え方を得るためにのみ 使用測定対象上で直接血液循環を測定するための装置以上簡単に説明した一連の 試験に基づいて、人間や動物のような測定対象上で直接血液循環を測定すること が可能な装置を開発した。この装置は、請求の範囲の請求項１に記載した種類の もので、患者または測定対象の心拍数及び呼吸数をディスプレイ上またはプリン タによって連続的にモニタすることが可能である。

この装置で使用するプローブは、光源、検出装置及び電子増幅装置を有し、前述 したような種類のものであってもよい。この装置は、検出されたＰＰＧ信号から 測定対象の呼吸数を示す信号成分を分離するのに必要な前述のフィルタユニット を備えることもできる。

出力装置は、必要に応じて種々のものを用いればよく、例えばディスプレイまた はプリンタを用いることができる。

フィルタは、ディジタルフィルタを使用すると好都合である。

フィルタには、限界周波数及び増幅度を調節するための手段を設ける。前記フィ ルタは、好適には、適切な限界周波数の選択及び設定のために電子的にＰＰＧ信 号の周波数成分を検出できるように構成する。

信頼性のあるモニタ装置を得るためには、さらに、フーリエ変換を計算するよう にプログラムされたマイクロプロセッサを備えるべきである。この種のマイクロ プロセッサは、ディジタルフィルタリングによって測定対象の心拍数と呼吸数に 関する信号を分離するようにプログラムすることも可能である。また、マイクロ プロセッサは、妨害、例えば５０Ｈｚの周波数を有する迷光より生じる妨害を除 去するようにプログラムすることもできる。

図６は、プローブ１０に光ファイバを共働させ、かつ指１２に取り付けられる変 形実施例を示す。　光ファイバ１１の中を光が通過する場合、健康管理機関内で 使用す図６に示す装置によれば、従来は不可能であったが、シアチルミーを併用 した手術を行う際に心拍数及び呼吸数を記録することが可能である。

本発明のモニタ装置と共に使用する出力装置は、関係する監視状況に応じた構成 とすべきである。出力装置は、長期間に亘ってデータを記憶できると共に、呼吸 数及び心拍数を迅速に分析することを可能にするべきである。

また、出力装置は、例えば徐脈や頻脈の警報のような従来の警報機能、及び呼吸 状態の警報機能を備えるべきである。さらに、出力装置には、他の媒体即ち医療 口語や症例記録記入用の印刷媒体に他の媒体に文書化できるようにすべきである 。

モニタ装置には、他の重要な機能、例えば異なる患者の異なる医療的状態または 状況にある場合の呼吸及び心臓活動の異なる信号振幅の自動調整を可能にする機 能を備えることもできる。適切な警報限界を有する装置の警報信号発生部が、そ の時の状況に応じて修正可能であると好都合である。

以上の説明から、妨害に影響されることなく、かつ直流電気から絶縁した手法で 呼吸数及び心拍数の双方を同時に測定可能な本発明のモニタ装置が、今日の種々 の方法及び装置では妨害を受けたり、使用するのが危険であるような多くの状況 において多くの重要な用途を有することは明白である。そのような用途の例とし ては、シアチルミーを適用した手術中の患者の監視１例えばＭＲ検査時のような 強い電磁界中における監視、産業環境における労働生理学的検査などがある。本 発明のモニタ装置は、例えば、心拍数、呼吸数及び酸素ガス飽和率を記録するこ とが望ましいパルスオキシメトリや、プローブを使用する除細動のような他の方 法と組み合わせて用いると効果的である。

また、本発明のモニタ装置は、例えば、腎臓結石を破砕する際における磁気カメ ラや、他の方法では妨害が生じる照射プロセスなど、特殊な検査や試験で使用す ることができる。　本発明のモニタ装置は、獣医学の分野においても、特に手術 時の麻酔深さを評価するために用いることができる。

電磁妨害または音響妨害のために従来の方法を用いることが困難な他の用途とし ては、例えば労働生理学的評価、重工業分野における研究、戦闘機パイロットの 飛行条件下における生理学的反応等がある。

出力信号　出力信号 斗皿１ｕ土 凰二込シ区　ｒ’、４９　＋、５ｋ ・コンテ゛ンザが設けられている。ＱＰ増幅器は、＋Ｖｃｃと大地との開及び− ＶＣＣと大地との開に類似するスイ奸オフ・コンドンサを有する。

要約書 光センサを備え、人間または動物の体の部分のような対象の血液循環をフォトブ レチスモグラフイ技術で測定するための脈拍数分析モニタ装置であって、好適に は赤外線発光ダイオードからなる光源と、光ファイバと、前記対象の心拍数を測 定するために、発生したＰＰＧ信号の交流電圧即ちＡＣ（交流）成分を検出する ための検出装置と、電子的増幅装置と、例えばディスプレイ装置のオシロスコー プのような出力装置とを備える。また、検出したＰＰＧ信号から、前記対象の呼 吸数を示す信号成分を分離するための手段を備える。ＰＰＧ信号は、限界周波数 及び増幅度を設定できるようにする。好適には、ディジタル・フィルタからなる フィルタに結合される。

このディジタル・フィルタは、前記対象の心拍数及び呼吸数に関する信号を分離 することに加えて、例えば５０Ｈｚの迷光に起因するような妨害を排除すること ができるマイクロプロセッサの一部品である。また、本発明は、このようなフォ トブレチスモグラフイー技術を用いた測定プロセスを実行する方法に関する。

国際調査報告 圓、、Ｉ、い、−＾−１゜、−醜ＰＣＴ／ＳＥ　９１１００１０６国際調査報告 ＰＣＴ／ＳＥ　９１１００１０６

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. １．人間や動物の体のような測定対象の血液循環をフォトプレチスモグラフィー 法（ＰＰＧ測定）により測定することによって心拍数を分析するために光センサ を備え、 ａ）好適にはレーザダイオードまたは発光ダイオードからなる光源と、 ｂ）前記測定対象の心拍数を測定するために、発生したＰＰＧ信号の交流成分即 ちＡＣ成分を検出する機能を有する検出装置と、 ｃ）電子増幅装置と、 ｄ）例えばオシロスコープ、ディスプレイ装置またはプリンタのようなような出 力装置とからなるモニタ装置であって、検出されたＰＰＧ信号から前記の測定対 象の呼吸数を示す信号成分を分離するための分離手段を備えることを特徴とする モニタ装置。
2. ２．前記の分離手段が、前記の測定対象の呼吸数によって引き起こされる前記測 定対象の皮膚における血液流の変化を前記ＰＰＧ信号から分離するためのもので あることを特徴とする請求項１に記載のモニタ装置。
3. ３．限界周波数及び増幅度を設定するための手段を有する１個または２個以上の フィルタ、好ましくはディジタルフィルタを含むことを特徴とする請求項１また は２に記載のモニタ装置。
4. ４．前記フィルタが一体に組み込まれており、かつ限界周波数の選択及び設定の ために前記信号の周波数成分を電子的に検出するための手段を備えることを特徴 とする請求項３に記載のモニタ装置。
5. ５．前記フィルタが適応フィルタであり、フィルタ特性を最適化するように、卓 越した心拍数及び／または呼吸数に適応するようになっていることを特徴とする 請求項４に記載のモニタ装置。
6. ６．好ましくないエネルギー損失を蒙ることなく、前記ＰＰＧ信号の低周波成分 が、自動的に平滑化されるように、前記ＰＰＧ信号を直流補償するための手段を 備えることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載のモニタ装置。
7. ７．例えば指のような適切な体に取り付けることができ、かつ光を前記の体に送 る手段と前記の体を透過する光またはこの中で反射される光を捕集して前記検出 装置へ伝達する手段とを含むプローブを備え、該プローブに、前記光源から前記 測定対象の皮膚に光を案内し、かつ前記皮膚から前記検出装置に案内する光ファ イバを接続したことを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載のモニタ装置 。
8. ８．フーリエ変換を計算するようにプログラムされ、かつ／またはディジタルフ ィルタリングによって前記測定対象の心拍数または呼吸数に関する信号を分離す るようにプログラムされ、かつ／または例えば５０Ｈｚの迷光に起因する妨害を 除去するようにプログラムされたマイクロプロセッサを備えることを特徴とする 請求項１乃至７のいずれかに記載のモニタ装置。
9. ９．人間または動物の体のような測定対象の血液循環を、好適にはレーザダイオ ードまたは発光ダイオードからなる光源と、測定対象の心拍数を測定するために 、発生したＰＰＧ信号の交流電圧即ち交流成分を検出するための検出装置とを用 い、更に、電子増幅装置及び例えばオシロスコープ、ディスプレイまたはプリン タのような出力装置を用いて、フォトプレチスモグラフイー（ＰＰＧ測定）法に より測定する方法であって、検出ＰＰＧ信号から前記測定対象の呼吸数を表す信 号成分を分離することを特徴とする方法。
10. １０．前記の測定対象の呼吸数によって引き起こされる前記測定対象の皮膚にお ける血液循環の変化を前記ＰＰＧ信号から分離することを特徴とする請求項９に 記載の方法。